JP4712331B2 - 器官の撮像方法、器官の撮像装置およびコンピュータプログラムを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体 - Google Patents

Description

本発明は、回転する撮影装置を用いた人間または動物の身体の器官、特に鼓動する心臓の撮像方法および装置に関する。

現代医学においては、器官の撮像のために多様な最小侵襲性の方法、例えばＸ線方法が知られている。この方法の目標は、ほぼ身体解剖なしにそれぞれの器官の広範囲に及ぶ知識とその状態を得ることにある。公知の適用例では、例えばＸ線装置におけるＸ線管およびＸ線検出器を備えたＣアームが一定の回転速度つまり角速度ωで患者の周りを、一般には体軸の周りを、例えば３００°の角度に亘って回転させられる。カメラを備えたカテーテルなどによるいちいちの詳しい検査だけの代わりに、このような画像形成法および装置によれば、種々の空間方向からの当該器官の多数の個別撮影を行なって、それらの撮影を基にして３次元画像またはその他の特に任意断面のような表示を作成ことができる。これらの方法により、例えば心筋および冠状血管をカテーテルなしに検査することができる。

しかしながら、３Ｄ再構成のためには、変化のない状態で器官を表示する画像しか利用できない。好適な最も重要な適用例、すなわち心臓撮影においては、表示状態として、心臓の相対的な休止相としての拡張期すなわち弛緩期が選ばれる。この休止相は、生きている人間の場合、緊張緩和時の休息状態においても２００ｍｓｅｃ以下しか持続しない。運動する撮影装置による撮影中に、上述の心臓休止相における時間窓（時間ウインドウ）Δｔにおいて、３Ｄ再構成およびモデル化のためには僅かな投影しか収集できない。撮影時間窓Δｔの外でその都度収集されたデータは心臓運動のために画像形成には利用できない。これらのデータ欠落は投影角αの空間に大きな欠落をもたらし、それにより器官全体の画像表示の基礎を不完全にする。この表示欠落内では、必要とあれば相対的には不確かさを前提とした補間を行なうことができる。形状および／または姿勢が時間的に変化する他の器官の場合にも類似の問題点が発生する。しかしながら、撮影装置は、異なる空間方向から好ましい瞬間にできるだけ多くの撮影を得るために、常時作動中にあるＸ線管における全線量負担を少なくするという理由から任意にゆっくり回転する回転速度を有してはならない。同じ理由から、測定を任意に頻繁に繰り返すこともできない。

この理由から、リズミカルに運動する血管の撮影のために、Ｃアームをできるだけゆっくりした回転速度、とりわけ毎秒２°以下で運動させ、しかも血管運動によってまたは血管運動の原因となる器官運動によってトリガーし個別画像撮影を実行することが既に提案されている（特許文献１参照）。すなわち、Ｃアームをできるだけゆっくり一定速度で患者の周りを回転運動させながら、その都度定められた時点でのみＸ線管からＸ線を放出させて撮影を行なう。この一定の回転速度は、測定期間中に発生する撮影数を最小にすることを保証するために、測定前にとりわけリズミカルな血管運動もしくは器官運動の周波数に依存して定められる。しかしながら、この方法は測定時間が比較的長くなるという欠点がある。この時間中、患者が完全に平穏状態にあるように配慮すべきである。ごく僅かの姿勢変化が測定の妨害となることがある。

コンピュータ断層撮影装置を用いた周期的に運動する被検体の測定のために類似の方法が提案されている（特許文献２参照）。このようなコンピュータ断層撮影システムによる測定の場合、Ｘ線管は患者の周りを、例えば約１秒／回転のオーダの非常な高速度で回転する。周期的に変化する被検体を常に同じ状態で撮影するために、この場合にも運動サイクルによってトリガーされ、そのように個々の撮影をするのにいつＸ線管に短時間のＸ線を放出させるかが制御される。この場合にも同様に測定前に一定の回転速度がリズミカルな血管運動または器官運動の周波数に依存して定められる。この回転速度は、測定期間中に全ての空間方向からできる限りの撮影が行なわれるように設定される。しかしながら、この方法はＣアームまたは類似の撮影装置を用いた測定に利用できない。なぜならば、著しく高価に構成されたコンピュータ断層撮影装置と違って、このような比較的簡単な撮影装置の場合には、Ｘ線管および検出器を任意に高速にかつ頻繁に患者の周りを走行させることができないからである。通常、最大３００°の回転角しか利用できない。
米国特許第６３２４２５４号明細書 米国特許第６３７０２１７号明細書

そこで、本発明の課題は、測定全体の信頼性および精度を高めるために、利用可能な角度インターバルに対する角度欠落の比が改善されるように冒頭に述べた方法および装置を構成することにある。

方法に関する課題は、本発明によれば、冒頭に述べた方法において、回転する撮影装置の回転速度を、撮像されるべき器官の現在の運動状態を表わす基準信号に依存して、該回転速度が撮影されるべき器官の姿勢および／または形状の変化に整合するように変調することによって解決される。

回転速度の適切な変調によって、撮影されるべき器官の姿勢および／または形状の変化に回転速度を整合させ、それによって撮影を最適化することができる。この変調は利用可能な角度インターバルと角度欠落との比が増大されるように行なわれると好ましい。それにより、検査すべき身体の周りにおいて有効なすなわち利用可能な画像データを持つ角度が最大限に密になる。

この撮影方法を実施するための装置は、まず、少なくともある角度に亘って身体の周りで回転可能に支持された撮影装置と、撮影装置を測定期間中に予め与えられた回転速度で身体の周りに揺動させるための駆動装置とを有していなければならない。更に、本発明に従って、この装置は、撮像されるべき器官の実際の運動状態を表わす適切な基準信号を求めるための測定装置と、駆動装置に接続され、回転する撮影装置の回転速度を、基準信号に依存して、該回転速度が撮影されるべき器官の姿勢および／または形状の変化に整合するように変調する制御装置とを備えていなければならない。

本発明による方法は特に冒頭に述べたＣアーム撮影装置で利用することができる。このＣアーム撮影装置は身体の周りで回転可能に懸架されたＣアームを有し、Ｃアームの一端にはＸ線源が配置され、他端にはＸ線源に対向してＸ線検出器が配置されている。しかしながら、原理的には本発明による方法は他の類似の撮影装置にも使用可能である。

この方法は、撮影されるべき器官の運動が例えば心臓撮影における心臓リズムのように周期的に経過する場合に特に適している。器官が周期的に運動する場合、回転速度の変調はとりわけ同様に周期的に行なわれる。しかし、回転速度の変調には、一定の運動からのあらゆる他のずれも、例えば非周期性のずれも含まれると解すべきである。

理論上最も簡単な場合、回転を、例えば器官の休止相の間における定められた時点で完全に停止させることができる。これはしかしながら撮影装置の重量もしくは慣性モーメントのために大抵の場合技術的に大きな費用でしか実現できない。従って、変調は、撮影装置が交互に（第１の回転速度で）高速回転および（第１の回転速度より低い第２の回転速度で）低速回転させられるように行なわれると好ましい。（第１の回転速度による）高速回転は、測定つまり撮影インターバルの期間中に第１の角速度で行なわれる。（第２の回転速度による）低速回転は、２つの連続する測定インターバルの間において第２の角速度で行なわれる。

基準信号としては具体的な適用例に応じて異なった信号が利用される。心臓および／またはその血管の観察および撮像の好ましい適用例では、とりわけ患者の心電図（ＥＣＧ）信号が評価される。代替としてまたは付加的に、患者の脈拍および／または超音波信号なども利用することができる。

器官の利用可能な撮影を有する測定インターバルは、撮像されるべき器官の周期的な運動の周期に、例えば心臓撮影時には心周期長Ｔ_ｒｒに整合させられると特に好ましい。周期は、例えば、とりわけあらかじめ、特定の個数の運動周期に亘って滑らかに平均化されるとよい。測定インターバルの長さは例えば周期のパーセント率で示される。基準信号に基づいて周期が撮影中に変化したことが認められる場合、測定インターバルの同期整合が行なわれる。

基準信号による撮像すべき器官の運動周期への測定インターバルのこのような整合は、利用可能な角度インターバルと角度欠落との比を大きくするためには撮影装置の回転速度の変調とは無関係であることも好ましく、従って本発明の独自の着想とみなすこともできる。

他の従属請求項は同様に本発明の特に有利な実施態様を含んでいる。

異なる回転速度の相間における移行範囲は、電気機械的制御部の出力能力に応じて異なる加速曲線もしくは減速曲線で形成されると好ましい。この移行は、本発明の実施態様によれば連続的にかつ特に正弦波状に行なわれる。もちろん異なって構成された移行曲線も使用できる。例えば、一つの実施態様では、時間インターバルの基準設定のもとでエネルギー最適化関数、例えば３次のスプライン関数を有する移行曲線が形成される。その都度の周辺値と共に、コンピュータ装置の制御パラメータがリアルタイムで求められる。Ｔ_ｒｒ，Δｔ，ω_１，ω_２および場合によってはその他の量が１つまたは複数の上述の基準設定に基づいてコンピュータユニットによって定められる。次に、これらの量は撮影装置の制御ユニットに制御設定量として与えられる。

測定インターバルの外ではＸ線の遮断または少なくともできるだけ低い強度もしくは線量への発生Ｘ線の低減が行なわれると好ましい。これによって、本発明による方法に基づいた装置の進行過程のみでも、患者に対する全Ｘ線負担の有効な低減が達成される。

本発明の他の実施態様において、使用者に、取得データの後の評価において、心拍数の比較的強い変動または不整脈を補整するために、測定インターバルを遡及的に時間軸上でずらすことができる可能性が提供される。この措置はその点では有意義である。なぜならば、一般にはそうでなくても測定中に進行過程で求められた全ての画像データが中間記憶され、後処理のためにいつでも利用できるからである。それにより、場合によっては、本来の予め与えられた好ましい測定インターバルΔｔの外で取得されたデータが後処理のために存在する。この場合には公知の制御曲線に従って該当角度インターバルΔαの自動整合が行なわれる。

本発明による制御装置もしくはその構成要素の大部分は、とりわけ撮影装置の従来のコンピュータ支援された制御部のプロセッサ内のソフトウェアの形で実現することができる。このようにして、先に述べた方法がコンピュータプログラム製品の形でも、特に既存の装置へのアップデートの形で追加装備することができる。

以下に添付の図面を参照しながら実施例に基づいて本発明を更に詳細に説明する。
図１は本発明による画像形成装置の実施例を示す概略図、
図２は従来技術に基づく一定の角速度での角度経過を示すタイムチャート、
図３は理想的な角度経過を示すタイムチャート、
図４は実際の角度経過を示すタイムチャート、
図５は図４によるタイムチャートの一部の詳細拡大図である。

図１は画像を形成する検査装置１の概略図を示し、この装置においては、いわゆるＣアーム３におけるＸ線管２が、Ｃアーム３上に対向配置された面状検出器４と一緒に、検査されるべき患者の身体５の周りを角度αに亘って回転させられる。患者は患者寝台テーブル６上に寝ている。Ｃアーム３の回転は患者の体軸の周りで行なわれる。面状検出器４は、例えばイメージインテンシファイアまたは平面形検出器（ＦＰＤ）である。

検査されるべき患者の身体５の周りでのＣアーム３の運動α（ｔ）中、異なる空間方向のもとでのＸ線撮影が行なわれる。この１０〜１５秒のみ継続する検査において、患者の内部器官は３次元モデルとして描出される。以下では本発明による方法の使用および／または本発明による装置の使用を限定することなく、重要な適用例として専ら心臓検査について詳細に説明する。

Ｃアーム３の回転のためにこのＣアーム３は電動式駆動ユニット７を備えている。この電動式駆動ユニット７は、制御装置８によって、ここでは撮影されるべき心臓の運動状態を再生する基準信号９の評価および処理のもとに駆動される。基準信号９は測定装置１０、すなわちここでは普通の心電図収集装置（ＥＣＧ装置）によって求められる。

装置１の詳細な構成およびその構成要素については、３Ｄモデル化方法の原理的経過およびその特別な問題点の説明の後で詳しく扱うことにする。

Ｃアーム３におけるＸ線管２および面状検出器４が一定の回転速度つまり角速度ωで患者の身体５の周りを回転運動する場合、心臓の休止相、すなわち心拡張期または心弛緩期における時間窓（時間ウインドウ）Δｔにおいては、３Ｄ再構成のための僅かな投影しか収集することができない。時間窓Δｔの外で収集された画像やその他のデータ１１は、心臓運動のために一般には画像形成には使用できない。この原理上の選択は投影角αの空間に大きな欠落をもたらす。

これを具体的な数値例で明らかにする。

従来技術に基づく通常は一定の角速度ωの場合、投影角α（ｔ）と時間ｔとの関係は次の関数
α＝α_０＋ω・ｔ
によって与えられる。但し、α_０は時点ｔ＝０での初期値である。

この関係と、患者から取り出されたＥＣＧ信号の形の基準信号９によって表わされる心臓運動に対する関係とが図２に示されている。

α_ｍａｘ＝３００°の全回転角およびＴ＝１０ｓｅｃの全回転時間つまり全収集時間に対しては、角速度ω＝３０°／ｓｅｃが生じる。心臓の画像形成に必要な典型的な時間分解能においては、撮影に利用可能な測定インターバルΔｔはΔｔ＜２００ｍｓｅｃ程度の大きさにある。従って、利用可能な投影の角度インターバルΔαが生じる。
Δα＝ω・Δｔ＝（３０°／ｓｅｃ）・（０．２ｓｅｃ）＝６°

６０ｂｐｍ（＝ｂｅｅｔｓ ｐｅｒ ｍｉｎｕｔｅ、毎分当たりの心拍動）の心拍数１／Ｔ_ｒｒにおいて、心電図（ＥＣＧ）の連続するｒ波の間の時間として定義されている心拍動の周期の長さＴ_ｒｒは丁度１秒であり、従ってＴ_ｒｒ＝１ｓｅｃである。これは、Ｃアーム３がＴ_ｒｒ−Δｔ＝０．８ｓｅｃの時間の間にさらに先へ回転し、心臓のポンプ運動のために原理的に画像形成に利用できないデータが取得されることを意味する。

投影角の空間において、このことは次の欠落Δα_Ｌを意味する。
Δα_Ｌ＝０．８ｓｅｃ・３０°／ｓｅｃ＝２４°
従って、利用可能な角度インターバルΔαと角度欠落Δα_Ｌとの比Ｒは非常に好ましくない。この例において、比Ｒは
Ｒ＝Δα／Δα_Ｌ＝２５％
である。

換言すれば、撮像すべき心臓のモデル化のためのできる限り信頼できる基礎を提供するために、走査平面内で使用できる空間方向の５分の１しか利用できない。

利用可能なデータの理想的な収集のためには、角度欠落は零に向かうべきであり、従ってあらゆる空間方向からの撮影が利用可能であるべきである。それにより比Ｒは任意に大きくなるであろう。しかしながら、Ｃアーム３が一定の角速度で回転する限り、比Ｒは回転速度に関係しない。

従って、Ｒが増大されるように、患者の周りにおける回転中に回転速度が変調される。それにより、好ましいデータつまり利用可能なデータにより占有される角度の埋まり具合をできる限り密にするということである。

理想的なケースは、連続する心拍動における２つの測定インターバルΔｔの間の回転が阻止されるならば達せられるであろう。これは図３に示されている時間関数としての投影角の経過をもたらす。Δα_Ｌが零であることから、Ｒは無限大となり、それにより好ましいデータにより占有される角度の埋まり具合は完全に密となる。

しかしながら、Ｃアーム３を介して走行可能な装置は無視できない質量を有する。Ｃアーム３の駆動ユニット７のための装置的もしくは電気機械的費用の合理的な制限のために、回転を完全には阻止しないことが実用的な実現にとって遥かに好ましい。寧ろ運動に対して、交番する高速回転と低速回転との間での変調が選択される。この場合、測定インターバルΔｔの期間中における第１の角速度ω_１での回転は高速で行なわれ、２つの連続する測定インターバル間における第２の角速度ω_２での回転は低速で行なわれる。

電気機械制御部および駆動ユニット７の出力能力に応じて種々の加速曲線もしくは減速曲線でもって移行範囲を展開することができる。可能な角度タイムチャートが図４に示されている。図５は図４の部分拡大図である。図５には、図３による理想的な経過が破線で示され、図４による比較的簡単に実現可能な経過が実線で示されている。

角度比については、
Δα＝ω_１・Δｔ
Δα_Ｌ＝ω_２・（Ｔ_ｒｒ−Δｔ）
Ｒ＝［ω_１・Δｔ］／［ω_２・（Ｔ_ｒｒ−Δｔ）］
＝（ω_１／ω_２）／（Ｔ_ｒｒ／Δｔ−１）
が当てはまる。

次の２つの特殊なケースにはＲが無限大となる。
ａ）ω_２＝０：すなわち測定インターバルの外で、回転が完全に停止される理論上の特殊なケースである。
ｂ）Δｔ＝Ｔ_ｒｒ：すなわち、心周期の全周期長に亘って測定されるために、全ての測定値が心臓の運動状態に関係なく考慮される。従って、このケースでは、画像中に避け得ない運動アーチファクトがもたらされる。

変調は、心拍数１／Ｔ_ｒｒおよび測定つまり撮影インターバル長Δｔに応じて、Ｃアーム３の電気機械的な制御能力の枠内において比Ｒの大きさが最大となるように行なわれる。

このために以下においては他の例が考察される。１分間に６０回のパルスは心拍数１／Ｔ_ｒｒ＝６０ｂｐｍに相当する。これから心周期の長さＴ_ｒｒ＝１ｓｅｃが生じる。更に、測定インターバルΔｔ＝２００ｍｓｅｃにおいて、ω_１＝３・ωおよびω_２＝ω／３が選択される。それにより、
Ｒ＝［（３ω）／（ω／３）］・（２００／８００）＝９・（１／４）＝２．２５
が得られる。従って、先の例の変調されない場合に比べて、比Ｒは９倍大きくなる。

ω＝３０°／ｓｅｃによれば角度範囲について、
Δα＝（９０°／ｓｅｃ）・０．２ｓｅｃ＝１８°
Δα_Ｌ＝（１０°／ｓｅｃ）・０．２ｓｅｃ＝２°
が生じる。従って、利用可能な角度範囲Δαは著しく拡張され、角度欠落Δα_Ｌは明らかに縮小される。

この変調の場合には平均角速度は２６°／ｓｅｃである。３００°に亘る回転についての全撮影時間は約１２ｓｅｃである。これは、Ｃアーム３の一定の角速度での回転の際における１０ｓｅｃの撮影時間と比べて全体としてほんの少しだけ長い。

異なる角速度ω_１，ω_２の範囲の間での移行は、装置１のそれぞれ電気機械的な能力を考慮して具体化される。高速での交互の減速および加速は装置１にとって激しい負担である。この場合に駆動ユニット７によって非常に多量の電気エネルギーが摂取され、減速時に熱の形で再び放出される。従って、異なる角速度ω_１，ω_２の間での移行時に、角速度が古い目標値から新しい目標値に調整されるインターバルΔｉが選択されると好ましい。目標曲線としては、その都度実際の周辺パラメータを考慮してエネルギーを最適化した曲線形式が選択される。ここでは、図５に部分拡大図として再現されているように、３次のスプライン関数が選ばれている。代替として、正弦波状の移行曲線を選ぶこともできる。減速および加速の高速での移り変わりによって生じさせられるシステム全体の機械的振動は当業者にとって周知の防御対策によって阻止することができる。

上述の方法は基準信号９としてのＥＣＧ信号に基づいて行なわれる。装置１は連続撮影中に持続的に制御ユニット８によって監視されて制御される。このために、制御ユニット８内には、測定装置１０から供給されるＥＣＧ信号９を評価する評価ユニット１２が存在する。評価ユニット１２は内部のプロセッサユニット１３に評価結果を供給する。プロセッサユニット１３において、場合によっては使用者固有の設定入力１４のもとで、Ｃアーム３の駆動ユニット７のための制御信号並びにＸ線管２もしくはそれの制御および検出器４のための制御信号が発生させられる。測定のために利用されない時間区間Ｔ_ｒｒ−Δｔ内、すなわち測定インターバルΔｔ外におけるＸ線の遮断または最小限の線量もしくは強度への低減も行なうことができる。

測定結果の改善のために、ＥＣＧ信号９から、例えば評価ユニット１２における予備測定の過程で、Ｃアーム３の計画される運動の制御のために必要であるパラメータの平均値も求めることができる。これは、主として、心拍数１／Ｔ_ｒｒおよび心拡張期の時間窓Δｔである。これらの平均値は、測定中にも連続的に定められたインターバルに亘って追跡されるので、あらゆる変化が即座に制御系において考慮される。

測定中におよび測定後にも収集された生画像データ１１が記憶装置１６内に保存される。これらの生データ１１は通常の画像コンピュータ１７内で画像資料のためのあらゆる公知の形式の後処理を受ける。それにより、心拍数１／Ｔ_ｒｒの比較的激しい変動または不整脈を補整するために、測定インターバルを後で遡及的に時間軸上でずらすことができる。不整脈はその都度の撮影インターバルΔｔを変化させる。一般に、心臓の休止相における撮影インターバルΔｔが、不整脈の形での不規則性によって少なくとも当該心周期においては短縮される。同様に記録された基準信号９の、本来の収集時間Ｔの終了後に実施された検査に基づいて、このような作用が確認される。データの修正は、場合によってはここでも使用者固有の設定入力１５のもとで、例えば不規則性の位相内で求められた画像データの除去によって行なわれる。それにより、画像情報の損失にもかかわらず後で全体として改善された３Ｄモデルが再構成可能である。なぜならば、処理されたデータに信頼性が有るからである。

不整脈または心拍数１／Ｔ_ｒｒの強い変動の際には、場合によっては、他の使用者固有の設定入力１４を加えて、不規則性によって関係させられた角度インターバルΔαの自動調整が測定中に行なわれる。その場合、既知の不規則性が定められた間隔で周期的に再び発生すること、および／または画像情報を同様に無効にする前後に続く信号成分を含むことが考慮される。

本発明は、回転するＣアームによる鼓動する心臓の画像形成を非常に簡単かつ低コストの手段で著しく改善する可能性を与える。更に、任意の位置へ電動式駆動で移動可能なＸ線源２とこれに対応したＸ線検出器４とを有する既存のＸ線装置に、このＸ線装置を本発明による方法に従って利用するために、制御装置および適切な検出器制御装置を追加装備することが考えられる。このＸ線装置が既に適切なプロセッサを備えた制御装置を有する場合には、場合によっては適切な制御ソフトウェアモジュールを有する制御ソフトウェアを更新することで十分である。

本発明による画像形成装置の実施例を示す概略図 従来技術に基づく一定の角速度での角度経過を示すタイムチャート 理想的な角度経過を示すタイムチャート 実際の角度経過を示すタイムチャート 図４によるタイムチャートの一部の詳細拡大図

符号の説明

１ 検査装置
２ Ｘ線管
３ 撮影装置、Ｃアーム
４ Ｘ線検出器
５ 身体
６ 患者寝台テーブル
７ 駆動ユニット
８ 制御ユニット
９ 基準信号
１０ 測定装置
１１ 生画像データ
１２ 評価ユニット
１３ プロセッサユニット
１４ 利用者固有の設定入力
１５ 利用者固有の設定入力
１６ 記憶装置
１７ 画像コンピュータ
α 角度
α_０ ｔ＝０における初期角度
α_ｍａｘ 最大設定可能角度
Δα 利用可能な撮影を有する角度範囲
Δα_Ｌ 利用不可の撮影を有する角度範囲
Δｉ 勾配調整インターバル
Ｒ 比
ω 角速度
Δｔ 測定インターバル
ｔ 時間
Ｔ 全収集時間
Ｔ_ｒｒ 心臓周期

Claims (18)

1. ある角度（α）に亘って回転する撮影装置（３）を用いた人間または動物の身体（５）の器官の撮像方法において、回転する撮影装置（３）の回転速度を、撮像されるべき器官の実際の運動状態を表わす基準信号（９）に依存して、該回転速度が撮影されるべき器官の姿勢および／または形状の変化に整合するように変調することを特徴とする器官の撮像方法。
2. 撮影装置（３）として、Ｘ線源（２）とＸ線源（２）に対向配置されたＸ線検出器（４）とを備え、少なくとも角度（α）に亘って身体の周りで回転可能に支持されたＣアーム（３）を使用することを特徴とする請求項１記載の方法。
3. 撮影装置（３）の回転運動を、定められた時間間隔で一時的に止めるか又は少なくとも遅くすることを特徴とする請求項１又は２記載の方法。
4. 撮影装置（３）の回転運動を、交互に第１の回転速度およびこの第１の回転速度より低い第２の回転速度で行なうことを特徴とする請求項１又は２記載の方法。
5. 第１の回転速度による回転は、測定インターバル（Δｔ）の期間中に第１の角速度（ω₁）で行なわれることを特徴とする請求項４記載の方法。
6. 第２の回転速度による回転は、連続する測定インターバル（Δｔ）の間において第２の角速度（ω₂）で行なわれることを特徴とする請求項４又は５記載の方法。
7. 回転する撮影装置（３）により鼓動する心臓を撮像し、心拍動を表わす基準信号に基づいて回転速度の変調を行なうことを特徴とする請求項１乃至６の１つに記載の方法。
8. 基準信号（９）を求めるためにＥＣＧ信号を測定することを特徴とする請求項７記載の方法。
9. 撮像されるべき器官の運動周期（Ｔ_rr）に測定インターバル（Δｔ）を整合させ、その運動周期の長さは複数の運動周期に亘る平均値であることを特徴とする請求項１乃至８の１つに記載の方法。
10. 異なる回転速度（ω₁，ω₂）の２つの相間における移行範囲（Δｉ）において、回転運動が予め与えられた加速曲線または減速曲線に従って行なわれることを特徴とする請求項１乃至９の１つに記載の方法。
11. 測定インターバル（Δｔ）の外の範囲では、測定のために使用するＸ線の遮断を行なうかまたはＸ線強度を少なくとも低下させることを特徴とする請求項１乃至１０の１つに記載の方法。
12. 測定の後処理時に、器官の運動の変動または不整脈を補整するために、測定インターバル（Δｔ）を遡及的に時間軸上でずらすことを特徴とする請求項１乃至１１の１つに記載の方法。
13. 少なくともある角度（α_max）に亘って身体（５）の周りで回転可能に支持された撮影装置（３）と、撮影装置（３）を測定期間中に予め与えられた回転速度で身体（５）の周りに揺動させるための駆動装置（７）とを備えた人間または動物の身体（５）の器官の撮像装置（１）において、
    撮像されるべき器官の実際の運動状態を表わす基準信号（９）を求めるための測定装置（１０）と、
    駆動装置（７）に接続され、回転する撮影装置（３）の回転速度を、基準信号（９）に依存して、該回転速度が撮影されるべき器官の姿勢および／または形状の変化に整合するように変調するための制御装置（８）と
    を備えていることを特徴とする器官の撮像装置。
14. 撮影装置（３）は、Ｘ線源（２）とＸ線源（２）に対向配置されたＸ線検出器（４）とを備え、少なくとも角度（α）に亘って身体の周りで回転可能に懸架されたＣアーム（３）を有することを特徴とする請求項１３記載の装置。
15. 制御ユニット（８）は、基準信号（９）の前処理のための評価ユニット（１２）を有することを特徴とする請求項１３又は１４記載の装置。
16. 制御ユニット（８）は、測定インターバル（Δｔ）の外の範囲におけるＸ線の遮断又は低減のために、測定に利用されるＸ線源（２）の制御部に接続されていることを特徴とする請求項１３乃至１５の１つに記載の装置。
17. 取得された生画像データ（１１）を保存するための記憶装置（１６）と、基準信号（９）を考慮して生画像データ（１１）を後処理するためのコンピュータユニット（１７）とが設けられていることを特徴とする請求項１３乃至１６の１つに記載の装置。
18. 人間または動物の身体の器官を撮像するための撮影装置のコンピュータ支援された制御装置においてプログラムを実行する際に請求項１乃至１２の１つに記載の方法の全ステップを実施するためのプログラムコード手段を備えることを特徴とするコンピュータプログラムを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体。

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